運動補償的影像引導聚焦超聲治療系統的製作方法

2023-10-09 17:43:49 2

專利名稱：運動補償的影像引導聚焦超聲治療系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及熱治療系統，具體涉及影像引導的聚焦超聲治療系統。
背景技術：
如高強度聚焦超聲(頻率大於約20KHz的聲波，更典型地，頻率介於50KHz和5MHz 之間)產生的熱能可用於治療性地處理患者體內的內部組織。例如，超聲波可用於切除腫 瘤(例如，乳腺腫瘤和子宮纖維瘤)，從而避免了對侵入性外科手術的需要。為此，可將具有 由電信號驅動以產生超聲能量的換能器單元的換能器相控陣列至於患者體外，但是緊靠待 切除的目標組織塊。換能器被幾何成型和定位以使得超聲能量聚焦於對應於患者體內目標 組織塊的「聚焦區」。波傳播通過組織時，一部分超聲能量被吸收，優選地引起聚焦區的目標 組織塊溫度增加，並最終導致此處細胞壞死。可通過獨立調整輸入到每個換能器單元的電 信號的幅度和相位快速移置換能器的聚焦區。超聲換能器的焦斑大小和焦距取決於超聲頻 率、焦深和換能器的孔徑大小。由於目標組織塊的大小通常大於聚焦區的大小，換能器被順 序聚焦到目標組織塊中的多個靶位並被激活，以使目標體積完全凝固。順序「聲處理」用於 使期望大小和形狀的整個組織結構(如腫瘤)發生凝固性壞死。影像引導的聚焦超聲治療系統提供目標可視化和目標定位的好處。具體而言，進 行聚焦超聲治療步驟之前，先可對患者進行成像，以定位塊並/或設計超聲束的軌跡。例 如，利用顯示的體內區域的影像，可以繞目標組織塊限定治療邊界，並且可以繞不應暴露於 超聲能量束中的組織限定障礙邊界。然後，可以基於這些限定的邊界操作超聲換能器。治 療中，可對患者進行連續成像以保證目標組織塊得到治療而沒有損傷周圍的健康組織。磁共振成像(MRI)引導提供的另外益處在於體內溫度測繪，這可用於驗證每次施 加超聲能量(即聲處理)以殺死目標組織塊或其一部分過程中達到了足夠的溫度。使用與 圖像處理結合的傳統MR成像技術以從MRI數據中提取溫度，在每次聲處理期間通過測量被 加熱的一部分組織塊的溫度變化(升高)來完成溫度測繪。因而，在組織切除預測處理過 程中，準確的溫度測量使得可驗證聚焦區的正確位置，並計算治療期間的累計熱劑量。如基於MRI的當前影像引導的超聲治療系統假定聲學換能器相對於待治療的組 織處於預定且已知的位置。這種情況下，由成像設備、治療設備和患者限定的各個坐標系保 持彼此對齊。然而，如果檢測到換能器或者患者未經計劃的運動，這些坐標系中一個或兩個 坐標系就和另外的坐標系不再對齊。就這點來說，治療過程必須停止並重新計劃超聲束的 軌跡。這使治療過程效率非常低，可能產生較大延誤。有些影像引導的超聲治療系統使用 機械對準的成像和超聲換能器排列，或者使用相同換能器進行成像和治療任務。這些情況 下，如果換能器移動的話，治療系統的坐標和成像系統的坐標保持對齊。然而，如果患者移動的話，定義目標組織區域的患者坐標系就和成像和治療坐標系不再對齊。當代系統要求患者、成像和治療這三個坐標系關於彼此鎖定或者持續對齊，從而可以保證並驗證對目標組織區域進行治療而沒有損傷周圍的健康組織。傳統的，這通過如 上面簡單討論的成像和治療換能器的機械對準以及目標組織區域的靜止不動實現。然而， 換能器控制電路中的電相位改變和電阻抗改變還會造成成像和治療束未對準，即，造成成 像和治療坐標系之間的不對齊。此外，患者治療組織區域的靜止不動實際上不是總能實現 的。例如，釋放熱劑量後，例如，進行超聲處理，需要冷卻期間以避免在靠近目標組織 塊的健康組織處逐步建立的有害且引起疼痛的熱。這一冷卻期間可能明顯比熱劑量期間要 長。由於徹底治療目標組織塊可能需要很多的聲處理過程，所需的總時間十分可觀的。這 意味著患者必須在成像設備內很長時間保持靜止不動，這可能很令人緊張。同時，切除整個 目標組織塊也很關鍵的(例如，對於惡性癌腫瘤)，不能僅為了患者的舒適的緣故而在過程 中採取捷徑。因此，利用影像引導的聚焦治療系統僅限於治療具有小運動幅度的組織塊或 者那些易於固定不動的組織塊。最近，已提出當運動是周期性時(例如，由如心動周期和呼吸周期的生理周期引 起的運動)，目標組織塊相對於MRI設備和超聲換能器的運動可被補償。參看Denis de Senneville,B. ,Mougenot,C.,禾口Moonen,C.,Real-Time Adaptive Methods for Treatment of Mobile Organs byMRI-Controlied High-Intensity Focused Ultrasound, Magnetic Resonance inMedicine 57 :319_330 (2007)。具體而言，可將當前治療過程中獲得的目標組 織塊的MRI和治療過程之前的周期循環中獲得的目標組織塊的參考MRI圖像進行比較，然 後信息可被用於預測目標組織塊相對於MRI設備和超聲換能器的偏移。然後，換能器產生 的超聲束可被實時電子控制，以連續將超聲束的聚焦區保持在運動的目標組織塊。雖然當 跟蹤根據周期循環運動的目標組織塊時，本技術可能是成功的，但是其不能應付目標組織 塊的非周期運動，例如，患者在成像設備內移動時。因而，仍需要一種實時使成像設備、治療設備和目標組織塊之間的相對偏移相關 的改進的方法和系統。

發明內容
根據本發明的第一方面，提供了一種影像引導的治療系統。該系統包括被配置來 發射治療能量束的熱治療設備。一個實施例中，熱治療設備是被配置來經皮將能量束傳輸 到患者體內的外置熱治療設備。另一個實施例中，熱治療設備是超聲換能器，這種情況下， 能量束是超聲能量束。例如，超聲換能器可以包括多個獨立控制的換能器單元，並且可以通 過調整施加給各個換能器單元的各個驅動信號的相位、頻率和幅度中的一個或多個控制熱 劑量特性。該系統還包括被配置來獲得目標組織塊和熱治療設備的圖像的成像設備(例如 磁共振成像(MRI)設備)。一個實施例中，熱治療設備和成像設備是不同設備，雖然熱治療 設備和成像設備可以是同一設備。該系統還包括控制器，被配置來控制熱治療設備的熱劑量特性以將能量束聚焦 在位於患者體內區域的目標組織塊；和處理器，被配置來基於獲得的圖像在共同坐標系 (例如三維坐標系)中跟蹤熱治療設備和目標組織塊各自的位置。可選地，系統包括被配置來顯示獲得的圖像的顯示器。一個實施例中，處理器被配置來在熱治療設備和目標組織塊之間的非周期性相對 運動期間跟蹤熱治療設備和目標組織塊各自的位置。可以多種方式中任何一種跟蹤熱治療 設備和目標組織塊各自的位置。例如，處理器可被配置來以下列方式跟蹤熱治療設備和目 標組織塊各自的位置通過分析獲得的圖像中和熱治療設備和目標組織塊之一或者兩者相 關的基準標誌；通過向和熱治療設備和目標組織塊之一或者兩者相關的定位單元發射信號 或者接收來自該定位單元的信號；或者通過比較獲得的圖像和一個或多個參考圖像。可以多種方式中任何一種使用熱治療設備和目標組織塊的被跟蹤的位置。例如， 控制器可被配置來基於熱治療設備和目標組織塊的被跟蹤的位置來自動調整熱治療設備 的一個或多個熱劑量特性(例如，通過調整熱治療設備的電參數和/或機械參數)，以補償 熱治療設備和目標組織塊之間相對位置的改變。本例中，系統可選地包括用戶界面，被配置 來使系統操作員通過獲得的圖像限定目標組織塊的治療邊界；這樣的話，控制器可被配置 來自動控制熱治療設備的熱劑量特性以將能量束聚焦於目標組織塊限定的治療邊界內。用 戶界面還可被配置來使系統操作員限定組織的障礙邊界，這種情況下，控制器還可進一步 被配置來控制熱治療設備的熱劑量特性，以避免用能量束掃過限定的障礙邊界。如另一個 例子，處理器可被配置來基於熱治療設備和目標組織塊的被跟蹤的位置跟蹤目標組織塊的 經治療區域和未治療區域。根據本發明的第二方面，提供了另一種影像引導的治療系統。該系統包括被配置 來發射具有聚焦區的治療能量束的熱治療設備和被配置來獲得目標組織塊的圖像的成像 設備。熱治療設備和成像設備可以具有上述的同樣特徵。系統還包括控制器，被配置來控 制熱治療設備的熱劑量特性，以將能量束的聚焦區設置在和位於患者體內的目標組織塊一 致的區域；以及處理器，被配置來基於獲得的圖像實時跟蹤能量束的聚焦區和目標組織塊 之間的相對非周期運動。可選地，系統可包括被配置來顯示獲得的圖像的顯示器。一個實施例中，在共同三維坐標系中跟蹤能量束的聚焦區和目標組織塊之間的相 對非周期運動。另一個實施例中，處理器被配置來在共同三維坐標系中跟蹤能量束的聚焦 區和目標組織塊之間的相對非周期運動。可用多種方式中任何一種跟蹤能量束的聚焦區和 目標組織塊之間的相對非周期運動。例如，可用上述的任何一種示例技術在熱治療設備和 目標組織塊之間的非周期性相對運動期間跟蹤熱治療設備和目標組織塊各自的位置，或者 如果獲得的圖像是熱敏圖像，可以分析在熱敏圖像中的能量束聚焦區的熱信號標誌。可用多種方式中任何一種使用熱治療設備和目標組織塊之間被跟蹤的相對非周 期性運動，其中包括上述方式。例如，控制器可被配置來根據能量束的聚焦區和目標組織塊 之間的被跟蹤的相對非周期性運動來自動調整熱治療設備的一個或多個熱劑量特性(例 如，通過調整熱治療設備的電參數和/或機械參數)，以補償熱治療設備和目標組織塊之間 的相對位置變化。本例中，系統可選地包括具有上述相同功能的用戶界面。如另外的例子， 處理器可被配置來基於熱治療設備和目標組織塊之間的被跟蹤的相對非周期性運動跟蹤 目標組織塊的經治療區域和未治療區域。通過閱讀下面對優選實施例的詳細描述，本發明的其他方面和特徵將變得顯而易 見，這些實施例用於說明而非限制本發明。


附圖示出本發明優選實施例的設計和用途，其中用共同的參考標號指示類似的元 件。為了更好地理解如何實現本發明的上面列舉的和其他的益處以及目的，通過參考附圖 所示的本發明的具體實施例給出對上文簡述的本發明的更具體描述。要理解，這些附圖僅 示出本發明的典型實施例，因而不用於限制本發明的範圍，參考附圖描述和說明本發明更 多特徵和細節，其中圖1是根據本發明一個實施例構造的影像引導的治療系統的框圖；圖2是圖1的系統中用於治療位於患者體內區域的目標組織塊的超聲換能器的平 面圖；圖3是用電驅動信號控制的圖2的超聲換能器的截面視圖；圖4A是圖2的超聲換能器的一個實施例的頂視圖；圖4B是圖2的超聲換能器的替代實施例的頂視圖；圖5是用圖1的系統執行一系列聲處理進行治療的組織塊的截面視圖；圖6A-6C是圖1的系統執行的一系列聲處理過程中目標組織塊的經治療區域和未 治療區域的二維像素表示；以及圖7為說明圖1中的系統的操作方法的流程圖，該方法用於治療患者體內的目標 組織塊。
具體實施例方式總體參看圖1，現在描述根據本發明一個實施例設置的影像引導治療系統10。系 統10被設計用於由系統操作員12操作以治療患者14體內區域中的目標組織塊16(例如 腫瘤)。系統10總體包括聚焦熱治療子系統18、患者臺20、成像子系統22、計劃器24、用戶 界面26和運動補償處理器28。應當注意到圖1所述部件本質上僅為功能性的，並不用於以 任何方式限制執行這些功能的結構。例如，幾個功能塊可以實現在一個設備中，或者一個功 能塊可在多個設備中實現。而且，可用硬體、軟體或固件來執行功能。進一步參看圖2，熱治療子系統12包括被配置來將能量束32傳送到患者14體內 的目標組織塊16的熱治療設備30。能量束32通過將能量束的功率作為熱傳送到目標組 織塊16而使目標組織塊16的溫度升高。能量束32聚焦在目標組織塊16上，以使目標組 織塊16的溫度升高到該塊被破壞的溫度。組織中的熱分布由能量束32的聚焦區34中的 能量密度、組織的聲學參數，以及某種程度上還由施加能量束持續的時間控制。所示實施例 中，熱治療設備30配置為至於患者14體外，這種情況下，能量束32經過皮膚傳送到患者14 體內，這樣，能量束32聚焦在距患者14皮膚表面36 —定距離的目標組織塊16上。皮膚表 面36到目標組織塊16的距離是包括健康組織的近場。近場中的組織不受能量束32損傷 是很重要的。因而，優選地，能量束32聚焦在目標區域內，在該區域，將能量以熱的形式傳 送到目標組織塊16。圖3和4A所示的一種實現方式中，熱治療設備30採取相控陣超聲換能器的形式， 這種情況下，能量束32採取超聲能量束的形式。一個實施例中，換能器30的形狀可能是如 「球形帽」的凹面或者碗形；也就是說，其具有基本恆定的曲率半徑，這樣，換能器30具有限 定一部分球面的內表面38。或者，如圖4B所示，換能器30具有基本平坦的結構且/或可包括大體為矩形的外周。應該理解，換能器330可以採用多種幾何形狀設計。此外，系統10的 替代實施例可以使用聚焦輻射體、聲波透鏡或者聲波反射器來實現對波束32的最優聚焦。 優選實施例中，換能器30的外徑介於大約2釐米和16釐米之間。超聲換能器30將電驅動信號(下文對此進行詳細描述)轉換成超聲束32形式的 超聲功率。具體而言，超聲換能器30包括多個換能器單元40，每個換能器單元40包括壓電 材料或者類似矽基換能器的其他材料，這樣，用接近壓電材料或者矽換能器的諧振頻率的 正弦信號驅動時，換能器單元40根據激勵正弦信號的相位和幅度振動，從而產生期望的超 聲能量束32。換能器30的示例實施例沿徑向分成6個同心圓環42，沿圓周方向分8個繞中 軸46放置的扇形44，從而將換能器30分成48個換能器單元40。或者，可將換能器30 分成任意期望數目的圓環42和/或扇形44。所示實施例中，每個換能器單元40的形 狀為弧形的，但是，每個換能器單元40可具有多種幾何形狀中的一種或多種形狀，例如， 六邊形、三角形、正方形等。圖4B的圖示中示出了一種不同的實現方式，其中，陣列是平 坦的，具有各向同性地遍布於表面上的大量單元。然而，換能器14的結構對本發明不 重要，可以使用多種公知的超聲換能器中的任一個，如，平面圓形陣列、線性陣列等。例 如，可在 Cain, C and Umemura, S. , "Concentric-Ringand Sector-Vortex Phase-Array Applications for Ultrasound Hyperthermia，，，IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques, Vol.MTT-34, No. 5，pages 542-551 (May 1986) ^Fjield, T. and Hynyen, K. , "The CombinedConcentric-Ring and Sector-Vortex Phased Array for MRI Guided UltrasoundSurgery，，，IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics,and FrequencyControl, Vol. 44，No. 5，pages 1157-1167 (Sept. 1997)中找到適用於系統 10 的 超聲換能器構造的更多信息，在此通過引用將這些內容明確併入。熱治療子系統18還包括電驅動器48，每個換能器單元40單獨以傳統方式和電驅 動器48耦合。電驅動器48被配置來以一個或多個頻率向換能器單元40提供電驅動信號 50，頻率優選地為射頻(RF)，例如，從0. 25MHz到10MHz，更優選地從0. 5MHz到3. 0MHz。向 換能器單元40提供電驅動信號50時，如本領域技術人員公知的，換能器30從其內表面38
發出超聲能量。現在具體參看圖1，熱治療子系統18還包括耦合到換能器30的機械驅動器52 (或 定位器)。一個實施例中，機械驅動器52可被操作來在垂直於換能器30軸的平面內與換 能器30共同進行移動，並且控制換能器30的翻滾和俯仰。題為「Mechanical Positioner for MRI Guided UltrasoundTherapy System」 的美國專利 No. 6，582，381 公開了優選機械 驅動器(或定位器)，在此通過引用將該專利明確併入。熱治療子系統18還包括聚焦超聲(FUS)控制器54，其通過電驅動器48和機械驅 動器52控制換能器30的熱劑量特性。熱劑量特性可以包括超聲束32的持續時間和功率、 超聲束的頻率和超聲束32的聚焦區34的位置和大小。為了控制換能器30的熱劑量特性， FUS控制器54耦合到電驅動器48，以控制驅動信號50(圖3所示)的電參數(例如，幅度、 頻率和/或相位及持續時間)，並由此控制由各個換能器單元40發出的超聲能量的電參數。 例如，FUS控制器54可以控制驅動信號50的幅度，以控制由換能器30傳送的超聲能量的 強度，和控制驅動信號50的相位和頻率以控制聚焦區34的位置、形狀和大小和/或調整焦平面的焦距(實質上是位置的子集)(也就是換能器30表面到聚焦區34的中心的距離)。 也可以調整驅動信號50的頻率以優化聚焦區34內的能量密度。為了提供聚焦區34的精 確定位、動態移動和重新確定聚焦區形狀，希望可以相對快速地調整每個換能器單元40的 相位和/或幅度，例如，在微秒範圍內。為了進一步控制換能器30的熱劑量特性，並且特別 是聚焦區34的位置，fus控制器54還耦合到機械驅動器52，這樣，可以調整換能器30的機 械位置以將聚焦區34移動到期望位置。題為「System and Methods for Controlling Distribution of AcousticEnergy Around a Focal Point Using a Focused Ultrasound System，，的美國專利No. 6，506，171， 題為 「Systems and Methods for Reducing Secondary HotSports in a Phase Array Focused Ultrasound System，，的美國專利 No. 6，419，648 和題為 「Systems and Methods for Creating Longer NecrosedVolumes Using a Phased Array Focused Ultrasound System」的美國專利No. 6，613，004公開了獲得特定焦距和形狀的更先進技術，在此通過引 用將這些專利全部明確併入。如下面進一步具體描述的，值得注意的是，fus控制器54基於運動補償處理器28 提供的信息、基於超聲束32的聚焦區34和目標組織塊16之間的所跟蹤的相對運動自動控 制換能器30的電特性和機械特性，以將超聲能量束32的聚焦區34位置保持在目標組織塊 16內。一個實施例中，fus控制器54基於換能器30和目標組織塊16被跟蹤的位置自動控 制換能器30的電特性和機械特性，以補償治療設備和目標組織塊之間的相對位置的任何 變化。還參看圖1，患者臺56包括填充有脫氣水或類似可傳播聲波的液體的腔58，換能 器30放置在腔中。或者，腔58可以放置在安裝在活動臂上的填充液體的袋子內，活動臂可 挨著患者身體放置(未示出)。患者臺56還包括可在其上放置患者14的柔性薄膜60。薄 膜60由基本對超聲波通透的材料構成，如Mylar 、聚氯乙烯(pvc)或者其他的適當塑料 材料。在薄膜60上提供的填充有液體的袋子(未示出)可以容易地符合放置在臺56上的 患者14的輪廓，從而聲耦合患者14和腔58內的換能器30。另外的或替代實施例中，可以 在患者14和薄膜60之間提供超聲耦合劑、水或其他液體(未示出)以有助於進一步的聲 華禹合。所示實施例中，成像子系統22被配置來快速(即實時)獲得目標組織塊16的三 維圖像。明顯地，如下面詳述的，是否實時獲得圖像取決於目標組織塊16預期移動的速度 以及跟蹤目標組織塊16的運動時可容許的誤差。例如，如果預期目標組織塊16最快可以 10cm/sec移動，跟蹤誤差小於1mm，那麼優選的成像子系統22每秒至少產生100幅圖像。如 果目標組織塊16按照周期循環運動(例如，心動周期引起的肝臟運動可以是4cm/sec)，目 標組織塊16的運動就更可預測，但是如果目標組織塊16非周期循環運動(例如，由患者14 的通常動作引起的運動)，目標組織塊15的移動就不可預測。優選地，成像子系統22獲得 圖像的速率至少5幅圖像/秒，更優選地，大於10幅圖像/秒，最優選地，大於50幅圖像/ 秒。所示實施例中，成像子系統22採取為磁共振成像(mri)子系統的形式，其通常包 括高磁場磁體62、梯度場放大器64、射頻(rf)發射器66、射頻接收器68、mri控制器70、 mri處理器72和顯示器74。
磁體62可以與患者臺56結合，並包括用於將患者14容納在其中的區域。如本領 域所公知的，磁體62在患者14身上提供穩定的、相對均勻的磁場。梯度場放大器64以公 知方式產生改變由磁體62產生的靜態磁場的磁場梯度。RF發射器66產生RF脈衝序列或 者其他信號並將其發射到患者14，以使目標組織塊16發出響應信號，響應信號可包括自由 感應衰減(FID)信號和/或回聲信號。優選實施例中，RF發射器66包括磁體62中的RF線 圈(未示出)和脈衝發射器(也未示出)，脈衝發射器可具有由合成器(未示出)提供的 和/或由MRI控制器70控制的脈衝發射器頻率。RF接收器68感測未經處理的MR響應信 號。RF接收器68可以包括獨立於RF發射器66的一組RF線圈(未示出)。或者，可以提 供RF發射器/接收器(未示出)，其被配置來在發射RF脈衝序列的發射模式以和感測MR 響應信號的接收模式之間交替工作。可以靠近目標組織體積放置其他的僅用於接收的或者 接收/發射MR成像線圈(未示出)，以獲得更好的局部成像質量。MRI控制器70提供或以其他方式控制用於操作MRI子系統22的時序序列。例如， 時序序列可以包括指示RF發射器66發射RF脈衝序列和/或指示RF接收器68監聽MR響 應信號的一個或多個信號。對於提供RF發射器/接收器的替代實施例，MRI控制器70可以 通過例如將RF發射器/接收器的RF線圈在發射和接收模式之間切換來控制該操作。MRI 處理器72可以包括模數轉換器和/或圖像處理器(兩個都未示出)，用於接收來自RF接收 器68的MR響應信號，並以傳統方式產生在顯示器74上顯示的MR圖像。另外的或者作為替代，MRI處理器72可以快速地獲得患者14的熱敏圖像。這 種熱敏圖像可以疊加在其他醫療診斷圖像(如傳統MR圖像)上，或者提供在單獨的顯 示器上。優選地，可以同時對目標組織塊16和聚焦超聲子系統22加熱的區域兩者進行 成像，從而使操作者可以驗證加熱的區域(即聚焦區34)對應於目標組織塊16。在題為 "MRI-Based TemperatureMapping with Error Resolution" ^^ H^^J No. 6, 559, 644 禾口 題 為"ThermalImaging of Fat and Muscle Using a Simultaneous Phase and MagnitudeDouble Echo Sequence」的美國專利No. 6，618，608中可找到關於獲得熱敏MR圖 像的系統和方法的更多信息，在此通過引用將這些專利明確併入。明顯地，為了響應於內臟(如肝臟、腎臟、脾臟、心臟等)的運動快速調整超聲能量 束32的聚焦區34相對於目標組織塊16的位置，希望MR成像器22儘可能快地產生MR圖 像。為此，優選地，MR成像器22以相對小的掃描窗口獲取目標組織塊16的圖像。像這樣， 不調整MR成像器22，運動的目標組織塊16可能會移出MR成像器22的掃描窗口之外。為 了對此進行補償，下文即將詳細描述的運動補償處理器28向MRI控制器70發送控制信號 以調整掃描窗口的位置，以對應目標組織塊16的位置。計劃器24自動制定治療計劃，治療計劃包括由熱劑量特性代表的一系列治療位 置。治療計劃的目的是保證通過計劃一系列聲處理(即，超聲束32的不同應用)完全切除 目標組織塊16，如圖5所示，聲處理在目標組織塊16內的多個不同點應用一系列熱劑量，從 而獲得足以治療整個目標組織塊16的複合熱劑量。計劃包括前述根據預設參數確定的熱 劑量特性，如熱劑量閾值、每個熱劑量的最大允許能量、每個治療位置的熱劑量持續時間、 超聲應用(聲處理)之間的冷卻時間、聲處理的網格密度(多少聲處理應重疊)、換能器30 的物理參數、或者解剖和解剖限制。為了制定治療計劃，計劃器24從用戶界面26接收輸入。例如，一種實現方式中，用戶通過用戶界面26指定臨床應用方案，即，胸、骨盆、眼睛、俯臥等。臨床應用方案的選擇 可以控制至少一些預設參數。其他實現方式中，一些或者全部這些參數都通用戶界面16作 為用戶指定的參數輸入。此外，用戶可以通過用戶界面26編輯任何預設參數。一個實現方 式中，用戶界面26包括圖形用戶界面(GUI)。這種情況下，用戶採用滑鼠或觸控螢幕導航通過 顯示器74或其他顯示器所顯示的菜單或選項，以進行適當的選擇並提供所需信息。為了進一步幫助制定治療計劃，計劃器24使用MRI子系統22提供的圖像連同用 戶界面26提供的輸入。一個實現方式中，圖像用於限定目標組織塊16周圍的治療邊界，例 如，通過跟蹤顯示器74上顯示的圖像上的線條。圖像是三維的情況下，可以在三個維度限 定治療邊界。圖像還可用於限定組織周圍的障礙邊界，障礙邊界反射聲波(如氣體)，或者 是對熱照射不同敏感的骨頭或組織。有幾種方法用於改變或更新治療計劃。例如，每次聲處理結束時，目標組織塊16 內都可能存在累積治療未覆蓋的區域。每次聲處理之後，可以考慮經治療區域和未治療區 域以產生更新的治療計劃。為了實現對未治療區域的跟蹤，如圖6A-6C所示，每個目標組織 塊16可被保存為由(y)和(x)坐標分類的像素範圍的二維鍊表。明顯地，如果目標組織塊 16要表示成三維塊的形式，目標組織塊16可被保存為三維像素範圍的三維鍊表。如圖6A所示，用較淡像素的連續區域78代表目標組織塊16。然後，用數據結構80 代表像素分布。這種表示類型稱為「行程編碼」。數據結構80包括指示包括目標組織塊16 的像素的行的鍊表82。因而，對於行1，表元素82a指示從1到2的像素範圍包括目標組織 塊16的一部分，表元素82b指示從7到7的像素範圍包括目標組織塊16的一部分，並且表 元素82c指示11到11的像素範圍包括目標組織塊16的一部分。對於行2，表元素82d指 示從1到3的像素範圍包括目標組織塊16的一部分，表元素82e指示從7到11的像素範 圍包括目標組織塊16的一部分。對於行3，表元素82f指示從1到11的像素範圍包括目標 組織塊16的一部分。對於行4，表元素82g指示從1到10的像素範圍包括目標組織塊16 的一部分。還可以看到行0和行5不包括目標組織塊16的一部分。因而，數據結構80中 的這些行不包括任何像素範圍。進行聲處理之後，用和圖6A所示的未治療區域相同的方式顯示被破壞的目標組 織塊16的面積(經治療區域)，並且從未治療區域中減掉經治療區域，以限定目標組織塊 16內剩餘的未治療區域。幾次聲處理之後，可用如圖6B所示的較淡像素的連續區域78表 示目標組織塊16。這種情況下，對於行1，表元素82h指示從1到2的像素範圍包括目標組 織塊16的一部分，以及表元素82i指示從6到11的像素範圍包括目標組織塊16的一部 分。對於行2，表元素82j指示從2到3的像素範圍包括目標組織塊16的一部分，表元素 82k指示從7到7的像素範圍包括目標組織塊16的一部分，表元素821指示從11到11的 像素範圍包括目標組織塊16的一部分。對於行3，表元素82m指示從1到11的像素範圍包 括目標組織塊16的一部分。對於行4，表元素82n指示從4到9的像素範圍包括目標組織 塊16的一部分。幾次聲處理之後，可用圖6C所示的較淡像素的連續區域78表示目標組織 塊16。這種情況下，對於行2，表元素82o指示從1到1的像素範圍包括目標組織塊16的 一部分，表元素82p指示從8到10的像素範圍包括目標組織塊16的一部分。對於行4，表 元素82q指示從1到3的像素範圍包括目標組織塊16的一部分，並且表元素82r指示從10 到10的像素範圍包括目標組織塊16的一部分。題為「Focused UltrasoundSystem withMRI Synchronization"的美國專利No. 6，618，620描述了跟蹤目標組織塊中的未治療區域 的更多細節，在此通過引用將該專利明確併入。將治療計劃或經修改的治療計劃傳給運動補償處理器28，其計算由FUS控制器54 用於通過電驅動器48和機械驅動器52控制換能器的熱劑量特性的電和/或機械參數。限 定了治療邊界和障礙邊界的情況下，FUS控制器54將超聲能量束聚焦在目標組織塊的限定 的治療邊界內，和/或避免用超聲束32掃過限定的障礙邊界。值得注意的是，運動補償處理器28被配置來基於MRI子系統22獲得的圖像實時 跟蹤超聲能量束32的聚焦區34和目標組織塊16之間的相對運動。由運動補償處理器28 跟蹤的相對運動可以是非周期性的(例如，MRI子系統22內的患者的隨機運動)。由運動 補償處理器28跟蹤的相對運動也可以是周期性的(例如，由生理參數如呼吸周期和/或心 動周期引起的器官運動)。明顯地，超聲束32的聚焦區34位置和成像坐標系中換能器30 的位置有直接關聯。因而，運動補償處理器28可以通過基於獲得的圖像跟蹤換能器30和 目標組織塊16在共同的三維坐標系(具體為成像坐標系)中各自的位置直接跟蹤超聲能 量束32的聚焦區34相對於目標組織塊16的相對運動。一種實現方式中，可以通過比較當前獲得的換能器30和目標組織塊16的圖像和 參考圖像來定位換能器30和目標組織塊16。例如，可以通過在換能器30的MR圖像和預 定的圖形模板之間進行圖像模板匹配來定位換能器30，從而推斷出換能器30在圖像坐標 系中的坐標，該預定的圖像模板是根據所使用的視區確定大小的。可以通過對當前獲得的 目標組織塊16的圖像和目標組織塊16的參考圖像執行基於圖像的最大相關算法來定位目 標組織塊16。替代實現方式中，不進行圖像比較，而是通過在換能器30上放置定位單元31 定位換能器30。例如，定位單元31可以是基準單元，這種情況下，可用傳統方法定位MR圖 像內代表基準單元的假象，從而定位換能器30。如另外一個例子，定位單元31可以是發射 和/或接收信號的傳輸/發射/感測單元。作為非限定性的例子，發射/感測單元31可以 是MR跟蹤設備，如填充了 MR敏感材料的微線圈，或者是基於梯度的跟蹤設備，如對梯度磁 場變化敏感的微線圈，這樣，可以相對於MRI子系統22定位微線圈(並且由此定位換能器 30)。無論如何，確定的換能器30和目標組織塊16的坐標可以等於任何數，但是，一個實現 方式中，坐標可以為六個(例如，x、y和z直角坐標和偏航、俯仰和翻滾坐標)或者這些坐 標的一個子集(例如4個)。雖然上述的運動補償處理器28通過跟蹤換能器30的位置間接跟蹤超聲能量束 32的聚焦區34的位置，但是，作為替代或者可選地，運動補償處理器28可以從圖像直接跟 蹤超聲能量束32的聚焦區34相對於目標組織塊16的位置。例如，可以通過分析可選的熱 敏圖像，並確定熱敏圖像中的「熱點」或者熱信號標誌來定位超聲能量束的聚焦區34，熱敏 圖像中的「熱點」或者熱信號標誌對應於傳統MR圖像中聚焦區34相對於目標組織塊16的 位置。聚焦區34根據生理周期偏移的情況下，用治療階段之前獲得的MR圖像構造運動圖 冊，並比較治療期間當前獲得的各個MR圖像和圖冊中存儲的圖像。Denis de Senneville, B. ,Mougenot,C.,禾口 Moonen,C. ,Real-Time Adaptive Methods for Treatment of Mobile Organs byMRI-Controlied High-Intensity Focused Ultrasound, Magnetic Resonance inMedicine 57 =319-330(2007)公開了該技術的更多細節，在此通過引用將其明確併入。運動補償處理器28使用超聲能量束32的聚焦區34和目標組織塊16之間被跟蹤的相對位置連續重新計算或者改變之前基於計劃器34產生的治療計劃計算的電參數和/ 或機械參數的標稱值。將這些調整過的電參數和/或機械參數值傳送給FUS控制器54，其 自動調整換能器30的熱劑量特性，以將超聲能量束32的聚焦區34位置保持在目標組織塊 16，或者以其他方式補償換能器30和目標組織塊16之間的相對位置的變化。如前所述，可通過控制電驅動器48和機械驅動器52改變換能器30的熱劑量特 性，尤其是改變超聲能量束32的聚焦區34位置。為了實時補償換能器30和目標組織塊16 之間的相對運動，必須儘可能快地修改換能器30的熱劑量特性，因而，優選地，至少部分通 過控制比機械驅動器52快的電驅動器48調整超聲能量束32的聚焦區34位置。作為補償換能器30和目標組織塊16之間的相對運動的替代或者補充，調整的電 參數和/或機械參數值被傳送給計劃器24，這樣可以更精確地跟蹤目標組織塊16的經治療 的和未治療的區域。即，通過知道每次聲處理中超聲能量束30的聚焦區34之間的相對位 置，可以更精確地生成鍊表82。描述了系統10的結構和功能後，進一步參看圖7描述治療目標組織塊16時系統 10的操作。最初，系統操作員12通過用戶界面26選擇適當的臨床應用方案，之後，計劃器 24或者FUS控制器54選擇或改變預設參數(步驟100)。選定臨床方案後，用MRI子系統 22獲得目標組織塊16的相關MR圖像(步驟102)。接下來，系統操作員12使用獲得的MR 圖像通過用戶界面定義治療邊界和障礙邊界(步驟104)。然後，系統操作員12可以通過用 戶界面輸入其他預設參數，或者修改之前定義的預設參數(步驟106)。然後，計劃器24基 於定義的治療邊界和障礙邊界以及預設參數自動制定治療計劃(步驟108)。接下來，系統 操作員12可以通過用戶界面26編輯治療計劃，例如，通過增加或刪除治療邊界和/或障礙 邊界，改變一些或全部治療點的位置，或者改變熱劑量特性(步驟110)。如果編輯了治療計 劃，過程返回步驟108，重新制定/重新計算治療計劃。一旦確定治療計劃，系統10關於聚 焦區34相對於目標組織塊16的位置的正確對齊被驗證(步驟112)。驗證步驟可以包括 在目標組織塊16的預定處施加低能熱劑量，產生熱敏圖像，以保證聚焦區34位於目標組織 塊16內。如果系統10未能正確對齊，可以通過用戶界面36操作FUS控制器54，以通過機 械驅動器52調整換能器30的機械位置，然後可將機械驅動器52的機械位置設為「原始」位 置(步驟114)。然後過程返回步驟112，重新驗證系統10的對齊。一旦驗證完成後，執行 治療計劃(步驟116)。在治療計劃的執行步驟中，可以通過操作聚焦超聲子系統18進行聲處理，同時通 過MRI子系統22獲取圖像。MRI圖像可以是隨著執行治療計劃的每個步驟的熱敏圖像序 列。這些圖像顯示每次連續熱劑量所造成的實際熱劑量分布。值得注意的是，在執行治療 計劃時，位置補償處理器28跟蹤超聲能量束30的聚焦區34和目標組織塊16之間的相對 位置，並計算將聚焦區34保持在目標組織塊16的期望位置所需的電參數和/或機械參數， FUS控制器54控制電驅動器48和/或機械驅動器52，以調整換能器30的熱劑量參數。運 動補償處理器28還可以基於聚焦區34和目標組織塊16之間的被跟蹤的相對位置跟蹤經 治療和未治療的目標組織塊16區域。雖然示出和描述了本發明的特定實施例，應該理解，其意圖不在於將本發明限於 這些優選實施例，可以不背離本發明的精神和範圍而進行各種修改和改變，這對本領域技 術人員是顯見的。因而，本發明意在包括權利要求限定的本發明的精神和範圍內包括的替代、修改和等價方式。
權利要求
一種影像引導的治療系統，包括配置來發射治療能量束的熱治療設備；配置來獲得目標組織塊和所述熱治療設備的圖像的成像設備；控制器，配置來控制所述熱治療設備的熱劑量特性，以將所述能量束聚焦在位於患者體內區域的目標組織塊；以及處理器，配置來基於所述獲得的圖像在共同坐標系中跟蹤所述熱治療設備和所述目標組織塊各自的位置。
2.根據權利要求1的系統，其中所述熱治療設備是配置來經皮將所述能量束傳輸到所 述患者體內的外置熱治療設備。
3.根據權利要求1的系統，其中所述熱治療設備是超聲換能器，所述能量束是超聲能量束。
4.根據權利要求1的系統，其中所述成像設備是磁共振成像(MRI)設備。
5.根據權利要求1的系統，其中所述熱治療設備和所述成像設備是同一設備。
6.根據權利要求1的系統，其中所述共同的坐標系是三維坐標系。
7.根據權利要求1的系統，其中所述處理器被配置來在所述熱治療設備和所述目標組 織塊之間的非周期性相對運動期間跟蹤所述熱治療設備和所述目標組織塊各自的位置。
8.根據權利要求1的系統，其中所述處理器被配置來通過分析所述獲得的圖像中和所 述熱治療設備和所述目標組織塊之一或者兩者相關的基準標誌跟蹤所述熱治療設備和所 述目標組織塊各自的位置。
9.根據權利要求1的系統，其中所述處理器被配置來通過向和所述熱治療設備和所述 目標組織塊之一或者兩者相關的定位單元發射信號或者接收來自該定位單元的信號來跟 蹤所述熱治療設備和所述目標組織塊各自的位置。
10.根據權利要求1的系統，其中所述處理器被配置來通過比較所述獲得的圖像和一 個或多個參考圖像來跟蹤所述熱治療設備和所述目標組織塊各自的位置。
11.根據權利要求1的系統，其中所述控制器被配置來基於所述熱治療設備和目標組 織塊的被跟蹤的位置來自動調整所述熱治療設備的一個或多個熱劑量特性，以補償所述熱 治療設備和目標組織塊之間相對位置的改變。
12.根據權利要求11的系統，還包括用戶界面，其被配置來使系統操作員通過使用所 述獲得的圖像限定所述目標組織塊的治療邊界；其中所述控制器被配置來自動控制所述熱 治療設備的所述一個或多個熱劑量特性以將所述能量束聚焦於所述目標組織塊的限定治 療邊界內。
13.根據權利要求1的系統，其中所述處理器被配置來基於所述熱治療設備和所述目 標組織塊的被跟蹤的位置跟蹤所述目標組織塊的經治療區域和未治療區域。
14.一種影像引導的治療系統，包括配置來發射具有聚焦區的能量束的熱治療設備；配置來獲得目標組織塊的圖像的成像設備；控制器，配置來控制所述熱治療設備的熱劑量特性，以將能量束的聚焦區設置在和位 於患者體內的目標組織塊一致的區域；以及處理器，配置來基於所述獲得的圖像實時跟蹤所述能量束的聚焦區和所述目標組織塊之間的相對非周期性運動。
15.根據權利要求14的系統，其中所述熱治療設備是配置來經皮將所述能量束傳輸進 所述患者體內的外置熱治療設備。
16.根據權利要求14的系統，其中所述熱治療設備和所述成像設備是同一設備。
17.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來在共同三維坐標系中跟蹤所述 能量束的聚焦區和所述目標組織塊之間的相對非周期性運動。
18.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來通過跟蹤所述熱治療設備和所 述目標組織塊各自的位置跟蹤所述能量束的聚焦區和所述目標組織塊之間的相對非周期 性運動。
19.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來通過分析所述獲得的圖像中和 所述熱治療設備和所述目標組織塊之一或者兩者相關的基準標誌跟蹤所述能量束的聚焦 區和所述目標組織塊之間的相對非周期性運動。
20.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來通過向和所述熱治療設備和所 述目標組織塊之一或者兩者相關的定位單元發射信號或者接收來自該定位單元的信號來 跟蹤所述熱治療設備和所述目標組織塊各自的位置。
21.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來通過比較所述獲得的圖像和一 個或多個參考圖像來跟蹤所述能量束的聚焦區和所述目標組織塊之間的相對非周期性運 動。
22.根據權利要求14的系統，其中所述獲得的圖像是熱敏圖像，並且所述處理器被配 置來通過分析在所述熱敏圖像內所述能量束的聚焦區的熱信號標誌跟蹤所述能量束的聚 焦區和所述目標組織塊之間的相對非周期性運動。
23.根據權利要求14的系統，其中所述控制器被配置來基於所述能量束的聚焦區和目 標組織塊之間的被跟蹤的相對非周期性運動來自動調整所述熱治療設備的一個或多個熱 劑量特性，以將所述能量束的聚焦區位置保持在所述目標組織塊處。
24.根據權利要求14的系統，其中所述處理器被配置來基於所述能量束的聚焦區和所 述目標組織塊之間的被跟蹤的相對非周期性運動跟蹤所述目標組織塊的經治療區域和未 治療區域。全文摘要
一種影像引導的治療系統，包括配置來發射治療能量束的熱治療設備(超聲換能器)，並且該系統還包括配置來獲得目標組織塊和熱治療設備的圖像的成像設備(如磁共振成像(MRI)設備)。該系統還包括控制器，配置來控制熱治療設備的熱劑量特性，以將能量束聚焦在位於患者體內區域的目標組織塊；以及處理器，配置來基於獲得的圖像在共同坐標系中跟蹤熱治療設備和目標組織塊各自的位置。可選地，系統包括配置來顯示獲得的圖像的顯示器。
文檔編號A61N7/02GK101888876SQ200880109807
公開日2010年11月17日 申請日期2008年10月1日 優先權日2007年10月1日
發明者B·阿西夫, J·沃特曼, Y·米但 申請人:因賽泰克有限公司